Y Học Hạt Nhân 2005 lớp cổ điển bằng tia X, ngời ta tìm cách làm rõ hình ảnh mặt phẳng tiêu cự và làm mờ các mặt phẳng khác nhờ vào sự di chuyển tiêu điểm của ống định hớng. Nhờ ống định hớng chụm, ngời ta đặt sao cho tiêu điểm của nó nằm đúng vào mặt phẳng lát cắt cần quan sát rồi di chuyển đầu dò. Nh vậy các tín hiệu của lát cắt trên và dới cũng đợc ghi nhận đồng thời nhng chỉ tạo ra các xung điện yếu hơn và đợc gọi là nhiễu (noise). Các nhiễu này làm giảm độ tơng phản và độ phân giải của ảnh. Vì vậy, kỹ thuật này trớc đây chỉ áp dụng với các máy ghi hình vạch thẳng, dùng các ống định hớng chụm và hiện nay ít đợc sử dụng. Qua nhiều bớc cải tiến đ tạo ra nhiều máy ghi hình cắt lớp phóng xạ cổ điển khác nhau. 2.4. Ghi hình cắt lớp vi tính bằng đơn photon (Single Photon Computed Tomography - SPECT) Camera quét cắt lớp dọc, ngang cổ điển chỉ dựa vào tính chất quang hình học thuần tuý cha loại trừ đợc triệt để các xung phát ra ở vùng ngoài mặt phẳng tiêu cự. Chúng giống nh những bức xạ nền (phông) cao làm mờ hình ảnh các lớp ở mặt phẳng quan tâm. Khả năng của máy vi tính (PC) và các tiến bộ về tin học đ tạo ra kỹ thuật chụp cắt lớp vi tính bằng tia X và chụp cắt lớp vi tính bằng đơn photon. Kỹ thuật tia X thực chất là chụp cắt lớp truyền qua (Transmission Computered Tomography: TCT) còn SPECT là chụp cắt lớp phát xạ (Emission Computered Tomography: ECT). Kuhl và Edwards chế tạo hệ SPECT đầu tiên là MARK I vào năm 1963. 2.4.1. Nguyên lí chụp cắt lớp vi tính bằng tia X (CT- Scanner) và SPECT: Kỹ thuật SPECT phát triển trên cơ sở CT- Scanner. Nhng trong SPECT không có chùm tia X nữa mà là các photon gamma của các ĐVPX đ đợc đa vào cơ thể bệnh nhân dới dạng các DCPX để đánh dấu đối tợng cần ghi hình. Trong SPECT các tín hiệu cũng đợc ghi nhận nh trong đầu dò của Planar Gamma Camera và đầu dò các kỹ thuật YHHN thông thờng khác, nhng trong SPECT đầu dò đợc quay xoắn với góc nhìn từ 180ữ360 (1/2 hay toàn vòng tròn cơ thể), đợc chia theo từng bậc ứng với từng góc nhỏ (thông thờng khoảng 3). Tuy mật độ chùm photon đợc phát ra khá lớn, nhng đầu dò chỉ ghi nhận đợc từng photon riêng biệt nên đợc gọi là chụp cắt lớp đơn photon. Tia X hoặc photon trớc khi đến đợc đầu dò bị các mô tạng của cơ thể nằm trên đờng đi hấp thụ. Do vậy năng lợng của chúng bị suy giảm tuyến tính. Công thức chung về định luật hấp thụ đợc biểu diễn : I = I 0 . e - à .x , với à là hệ số hấp thụ, có giá trị phụ thuộc vào năng luợng chùm tia và bản chất, mật độ lớp vật chất hấp thụ. Sự hấp thụ làm cho cờng độ chùm tia giảm dần và có thể tính ra hệ số suy giảm đó (attenuation coefficient) của chùm tia. Giá trị đó ngợc với giá trị truyền qua. Gọi T là độ truyền qua thì I/I 0 = T. Từ công thức trên ta có thể tính đợc là T = e - à .x. . Giá trị T có thể biết đợc bởi vì ứng với một cấu trúc vật chất nhất định (mô, tạng) có độ dầy x nào đó sẽ có một giá trị à xác định. Nếu hiệu chỉnh đợc độ suy giảm sẽ có đợc giá trị thật cờng độ chùm tia truyền qua hoặc hấp thụ. Nếu không hiệu chỉnh đợc hệ số suy giảm thì số liệu thu đợc từ một góc nhìn sẽ là tổng cộng số liệu của tất cả các đơn vị thể tích nằm trên đờng đi của tia. Cho máy quét trên cơ thể hoặc bệnh nhân quay thì góc quay và góc nhìn của chùm tia quyết định hớng, mật độ chùm tia đến đầu dò và giá trị hấp thụ của nó. Ta hình dung giả sử chia lát cắt thành nhiều đơn vị vật chất với kích thớc nhất định. Khi chùm tia X hoặc photon quét qua lớp vật chất đó (ngang hoặc dọc) thì nó sẽ lần lợt xuyên qua các đơn vị vật chất. Tín hiệu phát ra từ mỗi đơn vị vật chất sẽ khác nhau do có độ suy giảm tuyến tính khác nhau, tuỳ thuộc vào góc quay, độ lớn của góc nhìn trong mặt phẳng quét và khoảng Click to buy NOW! P D F - X C h a n g e V i e w e r w w w . d o c u - t r a c k . c o m Click to buy NOW! P D F - X C h a n g e V i e w e r w w w . d o c u - t r a c k . c o m Y Học Hạt Nhân 2005 cách của nó tới đầu dò. PC với các phần mềm thích hợp có khả năng hiêụ chỉnh hệ số suy giảm đó và loại bỏ cả các bức xạ từ các mặt phẳng khác gọi là lọc nền (filtered back projection). Nh thế nghĩa là PC loại bỏ các tín hiệu tạo ra từ các lớp vật chất trớc, sau (hoặc trên, dới) đối với mặt phẳng lát cắt. Các tín hiệu đó gọi là xung nhiễu. Vì vậy sẽ thu nhận đợc hàng loạt các tín hiệu của từng đơn vị thể tích một lớp vật chất nhất định (ta hình dung nh một lát cắt). Do vậy, các tín hiệu chỉ đợc ghi nhận theo từng thời điểm một. Số lợng góc nhìn cần chọn đủ để tái tạo ảnh một cách trung thực tuỳ thuộc vào độ phân giải của đầu dò. Các tín hiệu đó đợc đa vào hệ thống thu nhận dữ liệu (Data Acquisition System: DAT) để m hoá và truyền vào PC. Khi chuyển động quét kết thúc, bộ nhớ đ ghi nhận đợc một số rất lớn những số đo tơng ứng với những góc khác nhau trong mặt phẳng tơng ứng. Các tín hiệu thu đợc là cơ sở để tái tạo hình ảnh. Việc tái tạo ảnh dựa vào các thuật toán phức tạp mà PC có khả năng giải quyết nhanh chóng. Đó là các thuật toán về ma trận (matrix). Các số liệu ghi đo đợc từ các lớp cắt tạo ra ma trận này. Hiểu đơn giản ra, ma trận là một tập hợp số đợc phân bổ trên một cấu trúc gồm các dy và cột. Mỗi ô nh vậy là một đơn vị của ma trận và đợc gọi là đơn vị thể tích cơ bản (volume element, sample element) hay là Voxel. Chiều cao của mỗi Voxel phụ thuộc vào chiều dày lớp cắt. Từ mỗi Voxel sẽ tạo ra một đơn vị ảnh cơ bản (picture element) gọi là Pixel. Tổng các ảnh cơ bản đó tạo ra một quang ảnh (Photo Image). Các Voxel có mật độ hay tỷ trọng quang tuyến (Radiologic Density) khác nhau do trớc đó tia đ bị hấp thụ bớt năng lợng. Cấu trúc hấp thụ tia càng nhiều thì mật độ quang tuyến càng cao. Ma trận tái tạo có đơn vị thể tích cơ bản càng lớn thì kích thớc lát cắt càng mỏng cho ảnh càng chi tiết. Thông thờng trong CT - Scanner ngời ta dùng các ma trận: (64x64), (128x128), (252 x 252) hoặc lớn hơn nữa, còn trong SPECT thờng dùng ma trận 64x64 là đủ vì năng lợng các photon gamma cao hơn. Công thức cho biết số lợng các lát cắt N p cần có là : N p M / 2. M là số lợng thể tích cơ bản (sample element) trong lát cắt (ví dụ: 64, 128 ). Nếu lớp cắt đợc chia ô nhiều hơn (128 thay vì 64) thì số lợng lớp cắt sẽ nhiều lên nghĩa là lát cắt mỏng hơn và phát hiện đợc các chi tiết nhỏ hơn; N p còn đợc tính theo công thức: N p = . D / (x/2); D là kích thớc lớp cắt (field); x là độ phân giải của máy. 2.4.2. Cấu tạo của máy SPECT: Máy SPECT bao gồm các bộ phận chính nh trong hình 2.6, mô hình SPECT 2 đầu (dual head) a. Đầu dò và bàn điều khiển (Control Console): Cấu tạo và hoạt động của đầu dò giống nh một Planar Gamma Camera đ mô tả ở trên. Từ trớc đến nay các đầu dò của SPECT vẫn thờng dùng tinh thể NaI(Tl). Bức xạ phát ra từ tinh thể phát quang đợc khuếch đại bởi ống nhân quang và các mạch điện tử khác. Để có đợc hình ảnh tốt, đầu dò cần có độ phân giải cao, đo trong thời gian ngắn (độ nhậy lớn), ống định hớng thích hợp và khoảng cách từ đầu dò đến mô tạng ghi hình ngắn nhất. SPECT hiện đại dùng hệ đầu dò ghép bởi nhiều tinh thể cho hình ảnh tốt hơn. Để tăng độ phân giải và tốc độ đếm (giảm thời gian ghi hình) ngời ta tạo ra loại SPECT 2 hoặc 3 đầu dò. Gắn liền với đầu dò là ống định hớng. b. Khung máy (Gantry): Các đầu dò đợc lắp đặt trên một giá đỡ (khung máy) thích hợp có các môtơ cho phép điều khiển đầu dò quay đợc góc 180 ữ 360 quanh bệnh nhân theo những góc nhìn thích hợp (khoảng 3-6). Click to buy NOW! P D F - X C h a n g e V i e w e r w w w . d o c u - t r a c k . c o m Click to buy NOW! P D F - X C h a n g e V i e w e r w w w . d o c u - t r a c k . c o m Y Học Hạt Nhân 2005 c. Hệ thống điện tử: Các tín hiệu thu đợc từ tinh thể nhấp nháy, đợc đa vào mạch điện tử để lựa chọn, khuếch đại và ghi nhận. Hệ thống điện tử, ghi đo của SPECT phức tạp hơn ở Gamma Camera nhấp nháy nhiều. Trên Gamma Camera hình ảnh đợc tạo ra nhờ tập hợp một loạt các chấm sáng còn ở đây cần phải phân tích, chuyển đổi sang tín hiệu số (digital) để lu giữ. Có thế PC mới làm đợc chức năng lọc và tái tạo ảnh. d. Máy tính (PC) với các phần mềm thích hợp, bàn điều khiển (Computer Console) và Bộ nhớ các dữ liệu: Các kỹ thuật lọc và hiệu chỉnh dựa trên các thuật toán tin học (algebric recontruction technique) nh lọc nền (back projection technique), xoá bỏ nhiễu (substraction) do một phần trờng chiếu trùng lặp đè lên nhau (star artifact) khi thu nhận tín hiệu theo từng đơn vị thể tích. Từ đó cho phép ghi hình cắt lớp . e. Trạm hiển thị (Display Station): Cho thấy hình ảnh cụ thể và lu giữ. 2.4.3. Một số chi tiết về kỹ thuật SPECT: - Trớc khi tiến hành ghi hình với từng loại ống định hớng, DCPX hoặc bệnh mới, các thông số kỹ thuật trên bàn điều khiển của máy cần thử trên các mẫu hình nộm (phantom) để có đợc kinh nghiệm và các hình ảnh tối u. - Luôn luôn cần một sự phối hợp lựa chọn tốt giữa tốc độ đếm, thời gian đo, kích thớc ma trận và dung lợng bộ nhớ. Có khi chúng mâu thuẫn nhau và không đáp ứng tối u cho tất cả các thông số kỹ thuật. Thời gian ghi hình cho mỗi bệnh nhân không nên quá 30 phút. Muốn có tốc độ đếm nhanh, dung lợng lớn nhng không muốn dùng liều phóng xạ cao cần lựa chọn các thông số kỹ thuật trên máy kể cả kích thớc ma trận thích hợp để cho hình ảnh đẹp nhất. Tăng kích thớc ma trận cho hình ảnh tốt hơn nhng kèm theo đòi hỏi tăng thời gian và dung lợng lu trữ (tăng từ ma trận 64x64 lên 128x128 phải tăng gấp 4 lần dung lợng đĩa từ). Trong SPECT ma trận 64 x 64 thờng là đủ vì đ tơng ứng với pixel của lát cắt là 6 x 10 mm. - Góc quay của đầu dò rất quan trọng cần lựa chọn cho thích hợp. Ghi hình những tạng sâu đòi hỏi quay 360 độ. Điều đó làm giảm chất lợng ảnh so với quay 180 độ (vì chu vị thân ngời không tròn mà hình ellip). Thông thờng góc quay 180 cho kết quả tốt hơn 360, nhng hình ảnh có thể có nhiều lỗi (artefact) hơn. - Góc nhìn của mỗi phép đo (bớc dịch chuyển của đầu dò khi quay) cần phải < 6. Góc nhìn lớn dễ tạo ra các hình ảnh giả (artifact). Cần chú ý rằng nếu giảm độ lớn của góc nhìn sẽ dẫn đến tăng thời gian thu thập số liệu để có đợc độ phân giải tốt nhất. - Muốn có độ phân giải tốt cần lu ý các bớc sau đây: + Tăng thời gian đo hoặc tăng liều phóng xạ để có số xung lớn. Số xung lớn giảm bớt các sai số thống kê. + Xác định khoảng cách tối u giữa đầu dò và đối tợng ghi hình phù hợp với ống định hớng. Hình 2.6: Mô hình máy SPECT 2 đầu. Click to buy NOW! P D F - X C h a n g e V i e w e r w w w . d o c u - t r a c k . c o m Click to buy NOW! P D F - X C h a n g e V i e w e r w w w . d o c u - t r a c k . c o m Y Học Hạt Nhân 2005 + Giảm thiểu sự tái xuất hiện vì các DCPX quay vòng do các hoạt động chức năng sinh lý, bệnh lý bằng cách đo đếm trong từng thời gian ngắn nhất. + Hạn chế sự dịch chuyển của bệnh nhân. + Chọn đúng các ống định hớng để có kết quả đo tốt nhất. Lu ý rằng thông thờng loại ống định hớng nào cho số xung lớn nhất (độ nhạy cao nhất) thì lại có độ phân giải kém nhất. - Trong thực hành, để có đợc hình ảnh với độ tơng phản tốt nhất còn phải chọn số xung sao cho hệ số của tỉ lệ xung/nhiễu (signal-to-noise rate: NSR) thích hợp với độ phân giải của đầu dò và cửa sổ ma trận tái tạo hình ảnh. Ngời ta gọi đó là kỹ thuật khuếch đại tín hiệu (signal amplication technique: SAT). Gần đây khó khăn đó đợc khắc phục phần nào bằng các máy nhiều đầu dò (multihead). Với máy đa đầu có thể thu đợc số xung lớn trong thời gian ngắn ở một độ phân giải nhất định hoặc đạt đợc số xung lớn và độ phân giải cao mà không cần tăng thời gian đếm. 2.5. Ghi hình cắt lớp bằng positron (positron Emission Tomography: PET) 2.5.1. Nguyên lí: Một Positron phát ra từ hạt nhân nguyên tử tồn tại rất ngắn, chỉ đi đợc một qung đờng cực ngắn rồi kết hợp với một điện tử tự do tích điện âm trong mô và ở vào một trạng thái kích thích gọi là positronium. Positronium tồn tại rất ngắn và gần nh ngay lập tức chuyển hoá thành 2 photon có năng lợng 511 keV phát ra theo 2 chiều ngợc nhau trên cùng một trục với điểm xuất phát. Ngời ta gọi đó là hiện tợng huỷ hạt (annihilation). Nếu đặt 2 detector đối diện nguồn phát positron và dùng mạch trùng phùng (coincidence) thì có thể ghi nhận 2 photon đồng thời đó (hình 2.7). Do vậy các đầu đếm nhấp nháy có thể xác định vị trí phát ra positron (cũng tức là của các photon đó). Vị trí đó phải nằm trên đờng nối liền 2 detector đ ghi nhận chúng. Ngời ta gọi đó là đờng trùng phùng (coincidence line). Trong cùng một thời điểm máy có thể ghi nhận đợc hàng triệu dữ liệu nh vậy, tạo nên hình ảnh phân bố hoạt độ phóng xạ trong không gian của đối tợng đ đánh dấu phóng xạ trớc đó (thu thập dữ liệu và tái tạo hình ảnh) theo nguyên lí nh trong SPECT. Sự tái tạo các hình ảnh này đợc hoàn thành bởi việc chọn một mặt phẳng nhất định (độ sâu quan tâm trong mô, tạng). Vì vậy đợc gọi là chụp cắt lớp bằng Positron (Positron Emission Tomography: PET). Nguyên lí và kỹ thuật giống nh trong SPECT nhng các photon của các ĐVPX trong SPECT không đơn năng mà trải dài theo phổ năng luợng của nó, còn trong PET là các photon phát ra từ hiện tợng huỷ hạt của positron và electron, đơn năng (511 keV). Hình 2.7: Sơ đồ ghi hình Positron bằng cặp đầu đếm trùng phùng với các tia 511 keV. Click to buy NOW! P D F - X C h a n g e V i e w e r w w w . d o c u - t r a c k . c o m Click to buy NOW! P D F - X C h a n g e V i e w e r w w w . d o c u - t r a c k . c o m Y Học Hạt Nhân 2005 2.5.2. Cấu tạo: Nhìn chung cấu tạo của PET cũng có các bộ phận nh SPECT nhng phức tạp hơn. Sự khác nhau chủ yếu là đầu dò và từ đó kéo theo các đòi hỏi hoàn thiện hơn ở các bộ phận khác. Khởi đầu phần lớn các loại PET đều có detector thẳng, đơn tinh thể và độ phân giải thấp. Về sau loại đầu đếm đa tinh thể đợc ra đời, gồm 18 detector có tinh thể nhấp nháy NaI(Tl), tạo thành 2 cột, mỗi cột có 9 tinh thể. Loại này ghi đợc 36 hình, mỗi hình rộng 20 x 25cm. Muốn quét một hình rộng hơn với thời gian ngắn phải có Camera đa tinh thể gồm 127 tinh thể NaI(Tl). Mỗi tinh thể đợc tạo thành cặp với một tinh thể đối diện. Hình 2.8 cho thấy một số đầu đếm khác nhau về hình dạng. Ngời ta có thể sắp xếp đợc 2549 cặp tinh thể trên một đầu máy có đờng kính 50 cm. Nó có độ phân giải khoảng 1cm. Máy có độ nhạy khá lớn, có thể đo đợc 1000 xung/ phút trên 1 àCi. Cả 2 dạng detector giới thiệu trong phần C và D là loại có độ nhạy cao hơn. Dạng có 6 góc tạo thành vòng khép kín nh hình C là kiểu ghi hình cắt lớp bức xạ Positron theo trục dọc của cơ thể (Positron Emission Transaxial Tomography: PETT). Mỗi băng của đầu đếm gồm 44 ữ 70 tinh thể NaI(Tl). Một kiểu detector thứ 4, phổ biến nhất hiện nay là detector vòng tròn hoàn chỉnh nhất (D). Kiểu đầu tiên chứa 32 detector NaI(Tl) trong một vòng tròn. Hệ này đ ghi hình cắt lớp no và tái tạo đợc hình trong vòng 5 giây nếu dùng 68 Ga đánh dấu vào EDTA. Gần đây Brooks đ mô tả một loại detector gồm 128 detector tinh thể Bismuth Germanate (Bi 4 Ge 3 O 12 viết tắt là GBO) đợc tạo thành 4 vòng, có đờng kính bên trong là 38cm (hình 2.9). Hệ thống này có tốc độ đếm cực đại là 1,5 x 10 6 xung/giây và chụp đợc bảy lát cắt chỉ trong 1 giây. Đây là loại máy PET hiện đại thông dụng nhất. Gần đây tinh thể nhấp nháy mới là Lutetium Oxyorthosilicate (LSO) đ đợc phát hiện. GBO và LSO có nhiều tính chất u việt hơn so với NaI. Hình 2.8: Bốn dạng Detector dùng trong ghi hình cắt lớp Positron. Hình 2.9 : Đầu dò máy PET hiện đại: Các tinh thể GBO ghép thành 4 vòng tròn bao quanh bệnh nhân khi ghi hình. Click to buy NOW! P D F - X C h a n g e V i e w e r w w w . d o c u - t r a c k . c o m Click to buy NOW! P D F - X C h a n g e V i e w e r w w w . d o c u - t r a c k . c o m . bên trong là 38cm (hình 2.9). Hệ thống n y có tốc độ đếm cực đại là 1,5 x 10 6 xung/gi y và chụp đợc b y lát cắt chỉ trong 1 gi y. Đ y là loại m y PET hiện đại thông dụng nhất. Gần đ y tinh. giảm độ tơng phản và độ phân giải của ảnh. Vì v y, kỹ thuật n y trớc đ y chỉ áp dụng với các m y ghi hình vạch thẳng, dùng các ống định hớng chụm và hiện nay ít đợc sử dụng. Qua nhiều bớc cải. đ ghi nhận chúng. Ngời ta gọi đó là đờng trùng phùng (coincidence line). Trong cùng một thời điểm m y có thể ghi nhận đợc hàng triệu dữ liệu nh v y, tạo nên hình ảnh phân bố hoạt độ phóng xạ